JP2645718B2 - 光ｃｔ装置 - Google Patents
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- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/59—Transmissivity
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
- A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
- A61B5/14553—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases specially adapted for cerebral tissue
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Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ この発明は光CT装置に関し、特に、人体または動物体
における器官やその他の部分におけるヘモグロビンの酸
素化状態や血液量の変化とともに、細胞質状チトクロー
ムの酸化還元作用の変化を非侵襲的に測定するような光
CT装置に関する。
における器官やその他の部分におけるヘモグロビンの酸
素化状態や血液量の変化とともに、細胞質状チトクロー
ムの酸化還元作用の変化を非侵襲的に測定するような光
CT装置に関する。
［従来の技術］ 第11図は従来の体内器官における代謝作用を測定する
ための装置の構成を示す図であり、第12図および第13図
は従来の測定装置において検出される光の光路を示す図
である。
ための装置の構成を示す図であり、第12図および第13図
は従来の測定装置において検出される光の光路を示す図
である。
第11図に示した装置は、特開昭57−115232号公報に記
載されたものである。この第11図に示した例では、近赤
外部光源１は異なった波長の近赤外光を交互に放射す
る。この近赤外光は光学ファイバ２を介して人体の頭部
３を通過し、検波システム４がその強度を測定する。調
整装置５は単色閃光の速度と順序を調整し、検波した光
信号を復調させる。フィードバック調整システム６は１
波長で検波した光信号を検波感度の陰電気フィードバッ
ク調整により一定に保持し、透視時間中に検波器官内の
血液量の変化によって生ぜしめられた透過率の変化を補
正する。出力調整回路７は受信した基準および測定信号
と同時にフィードバック電圧血液量指示信号を出力す
る。
載されたものである。この第11図に示した例では、近赤
外部光源１は異なった波長の近赤外光を交互に放射す
る。この近赤外光は光学ファイバ２を介して人体の頭部
３を通過し、検波システム４がその強度を測定する。調
整装置５は単色閃光の速度と順序を調整し、検波した光
信号を復調させる。フィードバック調整システム６は１
波長で検波した光信号を検波感度の陰電気フィードバッ
ク調整により一定に保持し、透視時間中に検波器官内の
血液量の変化によって生ぜしめられた透過率の変化を補
正する。出力調整回路７は受信した基準および測定信号
と同時にフィードバック電圧血液量指示信号を出力す
る。
上述の第11図に示した装置では、700nm〜1300nmの範
囲の光を頭部３から入射し、脳内のヘモグロビンの酸素
化状態，血液量や細胞質状チトクロームの酸化還元作用
の変化を、頭部３の透過光を検出することによってとら
えることができる。この際ヘログロビンの等吸収点であ
る805nmを基準波長として、脱酸素化ヘモグロビンが約7
60nmのところに小ピークを有するところや、700nm〜130
0nmの波長範囲にチトクロームaa3の酸素依存の吸収体を
有することを利用している。
囲の光を頭部３から入射し、脳内のヘモグロビンの酸素
化状態，血液量や細胞質状チトクロームの酸化還元作用
の変化を、頭部３の透過光を検出することによってとら
えることができる。この際ヘログロビンの等吸収点であ
る805nmを基準波長として、脱酸素化ヘモグロビンが約7
60nmのところに小ピークを有するところや、700nm〜130
0nmの波長範囲にチトクロームaa3の酸素依存の吸収体を
有することを利用している。
また、特開昭60−72542号公報においても、上述の説
明と同様にして、波長体の光と吸光特性を用いて、生体
におけるヘモグロビン，ミオグロビンなどの酸素分子と
結合し得る蛋白質の酸素との結合状態を量的に二次元分
布で観測することができ、呼吸鎖の構成成分であるチト
クローム類などの酸化，還元状態からチトコンドリアの
酸素濃度を二次元分布で観測できる生体代謝動態測定装
置が提案されている。
明と同様にして、波長体の光と吸光特性を用いて、生体
におけるヘモグロビン，ミオグロビンなどの酸素分子と
結合し得る蛋白質の酸素との結合状態を量的に二次元分
布で観測することができ、呼吸鎖の構成成分であるチト
クローム類などの酸化，還元状態からチトコンドリアの
酸素濃度を二次元分布で観測できる生体代謝動態測定装
置が提案されている。
［発明が解決しようとする課題］ しかしながら、たとえば700nm〜1300nmの光が可視光
領域より生体透過性が高くても生体に照射し、その透過
光を検出した場合、入射された光はヘモグロビンの大き
さに比べて、その波長が短いために、生体内に入射され
た直後に散乱と吸収を受け、検出された光は拡散された
光の成分をとらえていることになる。
領域より生体透過性が高くても生体に照射し、その透過
光を検出した場合、入射された光はヘモグロビンの大き
さに比べて、その波長が短いために、生体内に入射され
た直後に散乱と吸収を受け、検出された光は拡散された
光の成分をとらえていることになる。
このことは、たとえばC.C.Johnson.“Optical Diffus
ion in Blood"IEEE TRANSACTION ONBIO−MEDICAL ENGIN
EERING Vol.BEM−17 No.2,1970 pp129〜133に記載され
ている。
ion in Blood"IEEE TRANSACTION ONBIO−MEDICAL ENGIN
EERING Vol.BEM−17 No.2,1970 pp129〜133に記載され
ている。
すなわち、第12図に示すように、生体に入力された光
を検出器９で検出するように構成した場合、検出器９に
よって検出された光は、入力光と検出器９とを結ぶ直線
である光路10aを通過してきた光の他に、散乱，拡散さ
れて光路10a以外の光路10b,10cを透過してきた光を含ん
でいることになる。このように、常に透過光を検出した
場合は、検出光が生体内のどの経路を通過してきたかは
限定できず、第11図に示したような装置の場合には、そ
の測定対象となる生体の内部の全体もしくは第13図に示
すように、入射光と検出器９とを結ぶ光路10aよりはる
かに幅の広い光路（第13図における斜線部分）の情報し
かとらえられないことになる。臨床的に生体の血行障害
などの器官性障害やその程度を診断する場合には、障害
を受けている位置が問題となるために、このような生体
内部の広い範囲の情報では意味をなさない。
を検出器９で検出するように構成した場合、検出器９に
よって検出された光は、入力光と検出器９とを結ぶ直線
である光路10aを通過してきた光の他に、散乱，拡散さ
れて光路10a以外の光路10b,10cを透過してきた光を含ん
でいることになる。このように、常に透過光を検出した
場合は、検出光が生体内のどの経路を通過してきたかは
限定できず、第11図に示したような装置の場合には、そ
の測定対象となる生体の内部の全体もしくは第13図に示
すように、入射光と検出器９とを結ぶ光路10aよりはる
かに幅の広い光路（第13図における斜線部分）の情報し
かとらえられないことになる。臨床的に生体の血行障害
などの器官性障害やその程度を診断する場合には、障害
を受けている位置が問題となるために、このような生体
内部の広い範囲の情報では意味をなさない。
それゆえに、この発明の主たる目的は、入射光と検出
部を結ぶ直進成分の光のみを検出して、正確な位置での
血行動態や呼吸動態などの生体代謝動態を観測できるよ
うな光CT装置を提供することである。
部を結ぶ直進成分の光のみを検出して、正確な位置での
血行動態や呼吸動態などの生体代謝動態を観測できるよ
うな光CT装置を提供することである。
［課題を解決するための手段］ この発明は被検者の生体の代謝動態を測定する光CT装
置であって、複数の波長の高繰返し超短光パルスを発生
する光源と、光源から発生された超短光パルスを参照光
パルスとサンプル光パルスとに分岐する光分岐手段と、
分岐された参照光パルスを導光する参照光路と、被検者
の生体を囲むようにリング状に形成され、かつその内周
に沿って所定の間隔で区切られた複数のセルが設けられ
たスキャナ部と、それぞれの一端がスキャナ部の各セル
内で生体に対向するように設けられ、それぞれの他端に
分岐されたサンプル光パルスが与えられる複数のサンプ
ル送光光路と、それぞれの一端がスキャナ部の各セル内
で生体に対向するように設けられ、それぞれの他端から
生体を通過したサンプル光パルスを集光手段に導くため
のサンプル受光光路と、参照光路とサンプル送光光路と
サンプル受光光路のいずれか１つの光路における光パル
スを可変的に遅延するための遅延手段と、参照光路を導
光してきた参照光パルスとサンプル受光光路を通過して
きたサンプル光パルスを集光する集光手段と、集光され
た光パルスに基づいて、第２高調波を発生する結晶と、
発生された第２高調波を検出する第２高調波検出手段
と、セルの第ｋ番目のセルに対応するサンプル送光光路
から第ｉ番目の波長の超短光パルスを生体に照射させ、
セルの第ｌ番目のセルに対応するサンプル受光光路によ
って受光されたサンプル光パルスと参照光パルスを集光
手段によって集光させ、第２高調波検出手段によって検
出されたフォトンを計数し、その計数値を所定の数だけ
平均して平均値を求めることを、サンプル光パルスまた
は参照光パルスのいずれか一方の遅延量を変化させつつ
行ない、求められた各遅延時間における平均値の最大値
Soi（k,l）（ただし、k,l,i＝1,2…ｎ）を記憶し、この
最大値Soi（k,l）に基づいて、生体内の代謝動態の断層
像を演算して出力する演算制御手段を含んで構成され
る。
置であって、複数の波長の高繰返し超短光パルスを発生
する光源と、光源から発生された超短光パルスを参照光
パルスとサンプル光パルスとに分岐する光分岐手段と、
分岐された参照光パルスを導光する参照光路と、被検者
の生体を囲むようにリング状に形成され、かつその内周
に沿って所定の間隔で区切られた複数のセルが設けられ
たスキャナ部と、それぞれの一端がスキャナ部の各セル
内で生体に対向するように設けられ、それぞれの他端に
分岐されたサンプル光パルスが与えられる複数のサンプ
ル送光光路と、それぞれの一端がスキャナ部の各セル内
で生体に対向するように設けられ、それぞれの他端から
生体を通過したサンプル光パルスを集光手段に導くため
のサンプル受光光路と、参照光路とサンプル送光光路と
サンプル受光光路のいずれか１つの光路における光パル
スを可変的に遅延するための遅延手段と、参照光路を導
光してきた参照光パルスとサンプル受光光路を通過して
きたサンプル光パルスを集光する集光手段と、集光され
た光パルスに基づいて、第２高調波を発生する結晶と、
発生された第２高調波を検出する第２高調波検出手段
と、セルの第ｋ番目のセルに対応するサンプル送光光路
から第ｉ番目の波長の超短光パルスを生体に照射させ、
セルの第ｌ番目のセルに対応するサンプル受光光路によ
って受光されたサンプル光パルスと参照光パルスを集光
手段によって集光させ、第２高調波検出手段によって検
出されたフォトンを計数し、その計数値を所定の数だけ
平均して平均値を求めることを、サンプル光パルスまた
は参照光パルスのいずれか一方の遅延量を変化させつつ
行ない、求められた各遅延時間における平均値の最大値
Soi（k,l）（ただし、k,l,i＝1,2…ｎ）を記憶し、この
最大値Soi（k,l）に基づいて、生体内の代謝動態の断層
像を演算して出力する演算制御手段を含んで構成され
る。
［作用］ この発明に係る光CT装置では、生体を通過したサンプ
ル光パルスと参照光パルスの遅延量が所定の値のときに
おける結晶から発生された第２高調波のフォトンを計数
した値の平均値を求めるようにしたので、生体透過光中
の散乱成分を除去でき、生体内を直進した成分のみを検
出できるため、透過光を用いて生体内の情報を検出する
際に、位置情報がより明確になる。
ル光パルスと参照光パルスの遅延量が所定の値のときに
おける結晶から発生された第２高調波のフォトンを計数
した値の平均値を求めるようにしたので、生体透過光中
の散乱成分を除去でき、生体内を直進した成分のみを検
出できるため、透過光を用いて生体内の情報を検出する
際に、位置情報がより明確になる。
［発明の実施例］ 第１図はこの発明の原理を説明するための図であり、
第２図は第１図に示した光CT装置に与えられる超短光パ
ススの一例を示す図であり、第３図は参照光パルスと生
体透過光パススとこれらのパルスの第２高調波を示す波
形図であり、第４図は遅延時間τに対する第２高調波出
力の一定時間の平均値Ｓ（τ）の測定を説明するための
波形図である。ここで、τは遅延時間である。
第２図は第１図に示した光CT装置に与えられる超短光パ
ススの一例を示す図であり、第３図は参照光パルスと生
体透過光パススとこれらのパルスの第２高調波を示す波
形図であり、第４図は遅延時間τに対する第２高調波出
力の一定時間の平均値Ｓ（τ）の測定を説明するための
波形図である。ここで、τは遅延時間である。
まず、第１図ないし第４図を参照して、この発明の原
理について説明する。この発明では高繰返し超短光パル
スが用いられる。このような高繰返し超短光パルスは、
たとえば半導体レーザを用いると、繰返し周波数1GHzで
半値幅数10〜数psec（psec＝10-12sec）の光パルスが得
られる。たとえば、第２図に示した超短光パルスは、光
パルスの間隔が10-9secであり、１秒間に109個発生され
るものである。このような光パルスは半導体レーザに限
ることなく、色素レーザなどにおいても実現できる。
理について説明する。この発明では高繰返し超短光パル
スが用いられる。このような高繰返し超短光パルスは、
たとえば半導体レーザを用いると、繰返し周波数1GHzで
半値幅数10〜数psec（psec＝10-12sec）の光パルスが得
られる。たとえば、第２図に示した超短光パルスは、光
パルスの間隔が10-9secであり、１秒間に109個発生され
るものである。このような光パルスは半導体レーザに限
ることなく、色素レーザなどにおいても実現できる。
この超短光パルスはハーフミラー11により直進方向に
進む参照光パルスと直角方向に進むサンプル光パルスに
分岐される。このうち、サンプル光パルスはミラー12に
よって対象となる生体13に照射される。生体13を通過し
てきた光パルスは、ミラー14,15によって反射され、レ
ンズ16に導かれる。以下、この光パルスを生体通過光パ
ルスと称することにする。
進む参照光パルスと直角方向に進むサンプル光パルスに
分岐される。このうち、サンプル光パルスはミラー12に
よって対象となる生体13に照射される。生体13を通過し
てきた光パルスは、ミラー14,15によって反射され、レ
ンズ16に導かれる。以下、この光パルスを生体通過光パ
ルスと称することにする。
一方、参照光パルスはミラー19で反射され、遅延光路
21に導かれ、ミラー20によって反射されて、生体通過光
パルスと同様にしてレンズ16に導かれる。ここで、遅延
光路21としては、第１図に示すような２つのミラーを組
合わせてもよく、プリズムやコーナキューブのようなも
のを用いるようにしてもよい。この遅延光路21の動作に
ついては後で説明する。レンズ７は生体通過光パルスと
参照光パルスとを集光し、非線形光学結晶17に入力され
る。
21に導かれ、ミラー20によって反射されて、生体通過光
パルスと同様にしてレンズ16に導かれる。ここで、遅延
光路21としては、第１図に示すような２つのミラーを組
合わせてもよく、プリズムやコーナキューブのようなも
のを用いるようにしてもよい。この遅延光路21の動作に
ついては後で説明する。レンズ７は生体通過光パルスと
参照光パルスとを集光し、非線形光学結晶17に入力され
る。
ここで、参照光パルスと生体通過光パルスは、それぞ
れ非線形光学結晶17に入力される前には、第３図に示す
ような波形になっている。すなわち、参照光パルスは第
２図に示した超短光パルスよりもパワーは若干低下して
いるが、パルス幅は変わらない。しかし、生体通過パル
スは生体13を通過する際に、パワーが極度に低下すると
ともに、前述の第12図で説明したように、直進光路10a
以外の光路10b,10cを通過してきた光も検出されるた
め、第２図に示した超短光パルスのパルス幅を維持でき
ずに、後ろに尾を引く形となる。
れ非線形光学結晶17に入力される前には、第３図に示す
ような波形になっている。すなわち、参照光パルスは第
２図に示した超短光パルスよりもパワーは若干低下して
いるが、パルス幅は変わらない。しかし、生体通過パル
スは生体13を通過する際に、パワーが極度に低下すると
ともに、前述の第12図で説明したように、直進光路10a
以外の光路10b,10cを通過してきた光も検出されるた
め、第２図に示した超短光パルスのパルス幅を維持でき
ずに、後ろに尾を引く形となる。
ところが、生体通過光パルスの立上がり部は、第12図
に示した直進光路10aを通過してきた光の成分のみを反
映していることを確認できる。これは直進光路10aが生
体13の光路の中で最短距離のために、１番早く検出器９
に到達していることに由来している。このように、超短
光パルスのように立上がり時間の早いパルスを利用する
ことにより、直進成分のみを選択して検出できる。
に示した直進光路10aを通過してきた光の成分のみを反
映していることを確認できる。これは直進光路10aが生
体13の光路の中で最短距離のために、１番早く検出器９
に到達していることに由来している。このように、超短
光パルスのように立上がり時間の早いパルスを利用する
ことにより、直進成分のみを選択して検出できる。
この直進成分のみを検出するために、非線形光学結晶
17が用いられる。この結晶17はLiIO3やKDPのような結晶
であり、参照光パルスと生体通過光パルスを入力するこ
とにより、第２高調波を発生する。この第２高調波のパ
ワーＳは第１図の遅延光路21の距離に相当する遅延時間
τの関数であり、参照光パルスをIrとし、生体通過光パ
ルスをIsとすると、 Ｓ（τ）〜Is（ｔ）Ir（ｔ−τ）dt ……（１） のように表わされる。
17が用いられる。この結晶17はLiIO3やKDPのような結晶
であり、参照光パルスと生体通過光パルスを入力するこ
とにより、第２高調波を発生する。この第２高調波のパ
ワーＳは第１図の遅延光路21の距離に相当する遅延時間
τの関数であり、参照光パルスをIrとし、生体通過光パ
ルスをIsとすると、 Ｓ（τ）〜Is（ｔ）Ir（ｔ−τ）dt ……（１） のように表わされる。
したがって、Ｓ（τ）はIs（ｔ）とIr（ｔ−τ）の積
の積分値に比例する。ここで、重要なことは、たとえ生
体通過光パルスが生体13内で大きな減衰を受け、（実際
に測定した結果ではラット頭部で入射光パワーの10-9に
まで減衰した）生体通過光パルスが微弱光となっても、
第２高調波のパワーＳは生体通過光パルスと参照光パル
スの積の積分であり、参照光パルスの強度が大きいため
に、十分に第２高調波のパワーＳを検出できる。
の積分値に比例する。ここで、重要なことは、たとえ生
体通過光パルスが生体13内で大きな減衰を受け、（実際
に測定した結果ではラット頭部で入射光パワーの10-9に
まで減衰した）生体通過光パルスが微弱光となっても、
第２高調波のパワーＳは生体通過光パルスと参照光パル
スの積の積分であり、参照光パルスの強度が大きいため
に、十分に第２高調波のパワーＳを検出できる。
前述の第（１）式でのτは前述のごとく、第１図に示
した遅延光路21の距離に相当する遅延時間である。すな
わち、ハーフミラー11から結晶17までの参照光パルスと
生体通過光パルスの光路差を光速で割った時間である。
このτは第４図に示すように、参照光パルスと生体通過
光パルスが結晶17に同時に到達したとき、すなわち、両
パルスの繰返しパルス間の同期がとれたときを０として
おり、遅延光路21を変化させることにより、サンプル光
パルスに対して、参照光パルスが遅延している。すなわ
ち、Ｓはτの関数であり、遅延光路21を変化させること
により、第３図（ｃ）に示すような波形が観測できる。
そして、τ＝０のとき、サンプル光パルスの立上がり部
が直進成分を反映して、Ｓ（τ）は最大値となり、この
ときの値であるSoの値が直進成分のみの信号となり、こ
れを検出すれば、第12図に示したような生体の散乱光成
分10b,10cを除去でき、直進光成分10aのみを検出できる
ことになる。
した遅延光路21の距離に相当する遅延時間である。すな
わち、ハーフミラー11から結晶17までの参照光パルスと
生体通過光パルスの光路差を光速で割った時間である。
このτは第４図に示すように、参照光パルスと生体通過
光パルスが結晶17に同時に到達したとき、すなわち、両
パルスの繰返しパルス間の同期がとれたときを０として
おり、遅延光路21を変化させることにより、サンプル光
パルスに対して、参照光パルスが遅延している。すなわ
ち、Ｓはτの関数であり、遅延光路21を変化させること
により、第３図（ｃ）に示すような波形が観測できる。
そして、τ＝０のとき、サンプル光パルスの立上がり部
が直進成分を反映して、Ｓ（τ）は最大値となり、この
ときの値であるSoの値が直進成分のみの信号となり、こ
れを検出すれば、第12図に示したような生体の散乱光成
分10b,10cを除去でき、直進光成分10aのみを検出できる
ことになる。
結晶17から出力された第２高調波は第１図の点線で示
すように、参照光パルスと生体通過光パルスの入射角度
の中線方向に放射される。第２高調波の波長は第２図に
示した超短光パルスの波長の1/2になる。この第２高調
波はフィルタ18を透過して光電子増倍管22に与えられ
る。フィルタ18は第２高調波の波長だけを透過させるも
のであり、したがって光電子増倍管は第２高調波成分の
みを検出してフォトンを出力する。
すように、参照光パルスと生体通過光パルスの入射角度
の中線方向に放射される。第２高調波の波長は第２図に
示した超短光パルスの波長の1/2になる。この第２高調
波はフィルタ18を透過して光電子増倍管22に与えられ
る。フィルタ18は第２高調波の波長だけを透過させるも
のであり、したがって光電子増倍管は第２高調波成分の
みを検出してフォトンを出力する。
第５図は第１図に示したフォトン計数装置によってＳ
（τ）求める動作を説明するための波形図である。
（τ）求める動作を説明するための波形図である。
次に、第５図を参照して、第１図に示したフォトン計
数装置の動作について説明する。フォトン計数装置23
は、安定な出力が得られるように第５図に示すような動
作を行なってＳ（τ）を検出している。すなわち、フォ
トン計数装置23はまず遅延光路21を所定の位置に設定
し、第５図（ｂ）に示すような動作で行なってＳ（τ）
を検出している。すなわち、フォトン計数装置23はまず
遅延光路21を所定の位置に設定し、第５図（ｂ）に示す
ようなフォトン計数間隔で、光電子増倍管22から出力さ
れたフォトンを計数する。この場合、たとえば第５図
（ａ）に示すように、５個の超短光パルスが生体13を通
過する間にフォトンを計数している。何個の光パルスの
間隔に設定するかは、Ｓ（τ）を検出する感度にかかわ
っており、個数が多ければ多いほど感度は良くなる。
数装置の動作について説明する。フォトン計数装置23
は、安定な出力が得られるように第５図に示すような動
作を行なってＳ（τ）を検出している。すなわち、フォ
トン計数装置23はまず遅延光路21を所定の位置に設定
し、第５図（ｂ）に示すような動作で行なってＳ（τ）
を検出している。すなわち、フォトン計数装置23はまず
遅延光路21を所定の位置に設定し、第５図（ｂ）に示す
ようなフォトン計数間隔で、光電子増倍管22から出力さ
れたフォトンを計数する。この場合、たとえば第５図
（ａ）に示すように、５個の超短光パルスが生体13を通
過する間にフォトンを計数している。何個の光パルスの
間隔に設定するかは、Ｓ（τ）を検出する感度にかかわ
っており、個数が多ければ多いほど感度は良くなる。
このときのフォトン計数の推移は第５図（ｃ）に示す
ようになり、第５図（ｄ）に示すようなサンプルホール
ド信号によりフォトン計数出力をサンプルすると、第５
図（ｅ）に示すようなサンプル出力が得られる。これは
フォトン計数間隔内でのフォトン計数数に対応する出力
である。これの時間軸を拡大して示したのが第５図
（ｆ）であり、安定なＳ（τ）を検出するために、この
サンプルホールド出力のたとえば５回分の平均を或るτ
でのＳ（τ）としている。もちろん、この５回平均は何
回であってもよく、装置の安定性ならびに感度によって
決まるものである。
ようになり、第５図（ｄ）に示すようなサンプルホール
ド信号によりフォトン計数出力をサンプルすると、第５
図（ｅ）に示すようなサンプル出力が得られる。これは
フォトン計数間隔内でのフォトン計数数に対応する出力
である。これの時間軸を拡大して示したのが第５図
（ｆ）であり、安定なＳ（τ）を検出するために、この
サンプルホールド出力のたとえば５回分の平均を或るτ
でのＳ（τ）としている。もちろん、この５回平均は何
回であってもよく、装置の安定性ならびに感度によって
決まるものである。
次に、第１図の遅延光路21を変化させて、参照光パル
スの遅延時間を変えて、同様にＳ（τ）を求めると、第
５図（ｇ）に示すような出力が得られる。そして、この
Ｓ（τ）の最大値をSoとして、この値を直進成分として
用いる。このような処理は多くの時間を要するように思
えるが、高繰返し超短光パルスを使用しているため、た
とえば、1GHz,10psecの光パルスであるとすると、或る
τに対するＳ（τ）を求めるには、この例の場合 10-9sec×５×５＝2.5×10-8sec＝25nsec であり、50プロットでＳ（τ）を求めたとすると、 50×25nsec＝1.25μsec でＳ（τ）が求められることになる。
スの遅延時間を変えて、同様にＳ（τ）を求めると、第
５図（ｇ）に示すような出力が得られる。そして、この
Ｓ（τ）の最大値をSoとして、この値を直進成分として
用いる。このような処理は多くの時間を要するように思
えるが、高繰返し超短光パルスを使用しているため、た
とえば、1GHz,10psecの光パルスであるとすると、或る
τに対するＳ（τ）を求めるには、この例の場合 10-9sec×５×５＝2.5×10-8sec＝25nsec であり、50プロットでＳ（τ）を求めたとすると、 50×25nsec＝1.25μsec でＳ（τ）が求められることになる。
原理的には、この速さで検出できるが、実際には、フ
ォトン計数用の光電子増倍管22の計数レートやこれに続
くプリアンプの帯域によって制限されたり、遅延光路21
をメカニカルに設定するのに時間を要するため、約1mse
cの時間を要する。
ォトン計数用の光電子増倍管22の計数レートやこれに続
くプリアンプの帯域によって制限されたり、遅延光路21
をメカニカルに設定するのに時間を要するため、約1mse
cの時間を要する。
第６図はこの発明の一実施例を示すブロック図であ
り、第７図は被測定者の頭部にスキャナ部を被せた状態
を示す図であり、第８図はスキャナ部の断面図であり、
第９図はスキャナ部から照射される光の照射状態を示す
図である。
り、第７図は被測定者の頭部にスキャナ部を被せた状態
を示す図であり、第８図はスキャナ部の断面図であり、
第９図はスキャナ部から照射される光の照射状態を示す
図である。
次に、第６図ないし第９図を参照して、この発明の他
の実施例の構成について説明する。CPU64には、データ
バス82を介してROM65とRAM66と表示装置67とプリンタ68
と光源駆動部63とシャッタ駆動回路69および70が接続さ
れている。CPU64,ROM65,RAM66,表示装置67,プリンタ68,
光源駆動部63は前述の第１図に示したものと同じであ
る。光源駆動部63には波長λ１ないしλ３の超短光パル
スを発生する光源621ないし623が接続されていて、これ
らの光源621ないし623で発生された超短光パルスは光分
岐部85に与えられる。
の実施例の構成について説明する。CPU64には、データ
バス82を介してROM65とRAM66と表示装置67とプリンタ68
と光源駆動部63とシャッタ駆動回路69および70が接続さ
れている。CPU64,ROM65,RAM66,表示装置67,プリンタ68,
光源駆動部63は前述の第１図に示したものと同じであ
る。光源駆動部63には波長λ１ないしλ３の超短光パル
スを発生する光源621ないし623が接続されていて、これ
らの光源621ないし623で発生された超短光パルスは光分
岐部85に与えられる。
光分岐部85には参照光路79としての光ファイバが接続
されているとともに、複数のサンプル光パルスを導くサ
ンプル送光光路801ないし80nとしての光ファイバが接続
されている。これらのサンプル送光光路801ないし80nの
途中には、シャッタ611ないし61nが設けられている。こ
れらのシャッタ611ないし61nのいずれかが開かれたと
き、対応するサンプル送光光路にサンプル光パルスが導
かれる。サンプル送光光路801ないし80nの先端部はスキ
ャナ部51に導かれている。
されているとともに、複数のサンプル光パルスを導くサ
ンプル送光光路801ないし80nとしての光ファイバが接続
されている。これらのサンプル送光光路801ないし80nの
途中には、シャッタ611ないし61nが設けられている。こ
れらのシャッタ611ないし61nのいずれかが開かれたと
き、対応するサンプル送光光路にサンプル光パルスが導
かれる。サンプル送光光路801ないし80nの先端部はスキ
ャナ部51に導かれている。
スキャナ部51はたとえば、第７図に示すように、被測
定者の頭部に被せられるものであって、リング状に形成
され、その内周に沿って所定の間隔ごとに設けられたｎ
個のセル511ないし51nを含む。各セル511ないし51nに
は、第８図に示すように、サンプル送光光路80i（ｉ＝
１〜ｎ）の先端部が取付けられていて、その先端部には
集光レンズ83iが設けられている。この集光レンズ83iに
よってサンプル光パルスが集光され、所定の開口角度θ
を有するように、被測定者の頭部の生体器官にサンプル
光パルスが照射される。
定者の頭部に被せられるものであって、リング状に形成
され、その内周に沿って所定の間隔ごとに設けられたｎ
個のセル511ないし51nを含む。各セル511ないし51nに
は、第８図に示すように、サンプル送光光路80i（ｉ＝
１〜ｎ）の先端部が取付けられていて、その先端部には
集光レンズ83iが設けられている。この集光レンズ83iに
よってサンプル光パルスが集光され、所定の開口角度θ
を有するように、被測定者の頭部の生体器官にサンプル
光パルスが照射される。
また、各セル511ないし51nには、サンプル受光光路81
1ないし81nの一端が生体器管に対向するように設けられ
ていて、その一端にはコリメートレンズ84iが取付けら
れている。このコリメートレンズ84iによって生体を通
過したサンプル光パルスが受光され、サンプル受光光路
811ないし81nを介して集光レンズ75に導かれる。なお、
サンプル受光光路811ないし81nの途中にはシャッタ821
ないし82nが設けられている。
1ないし81nの一端が生体器管に対向するように設けられ
ていて、その一端にはコリメートレンズ84iが取付けら
れている。このコリメートレンズ84iによって生体を通
過したサンプル光パルスが受光され、サンプル受光光路
811ないし81nを介して集光レンズ75に導かれる。なお、
サンプル受光光路811ないし81nの途中にはシャッタ821
ないし82nが設けられている。
また、分岐部85によって分岐された参照光パルスは参
照光光路79から遅延光路78を介して集光レンズ75に導か
れる。集光レンズ75は参照光パルスとサンプル光パルス
を集光し、非線形光学結晶74に入力させる。非線形光学
結晶74はサンプル光パルスおよび参照光パルスに応じて
第２高調波を発生し、この第２高調波はフィルタ73を介
して光電子増倍管72に与えられる。光電子増倍管72の出
力はフォトン計数装置71に与えられる。フォトン計数装
置71は前述の第１図に示したフォトン計数装置23と同じ
ものが用いられる。
照光光路79から遅延光路78を介して集光レンズ75に導か
れる。集光レンズ75は参照光パルスとサンプル光パルス
を集光し、非線形光学結晶74に入力させる。非線形光学
結晶74はサンプル光パルスおよび参照光パルスに応じて
第２高調波を発生し、この第２高調波はフィルタ73を介
して光電子増倍管72に与えられる。光電子増倍管72の出
力はフォトン計数装置71に与えられる。フォトン計数装
置71は前述の第１図に示したフォトン計数装置23と同じ
ものが用いられる。
なお、サンプル送光光路801ないし80nに設けられてい
るシャッタ611ないし61nはシャッタ駆動回路69によって
駆動され、サンプル受光光路811ないし81nに設けられて
いるシャッタ821ないし82nはシャッタ駆動回路70によっ
て駆動される。
るシャッタ611ないし61nはシャッタ駆動回路69によって
駆動され、サンプル受光光路811ないし81nに設けられて
いるシャッタ821ないし82nはシャッタ駆動回路70によっ
て駆動される。
第10図はこの発明の他の実施例の具体的な動作を説明
するためのフロー図である。
するためのフロー図である。
次に、第６図ないし第10図を参照して、この発明の一
実施例の動作について説明する。まず、CPU64はステッ
プSP21において、ｋ＝１に設定する。このｋはサンプル
送光光路801ないし80nに設けられているシャッタ611な
いし61nのいずれかを指定するための定数である。CPU64
が定数をｋ＝１に設定したことに応じて、シャッタ駆動
回路69はステップSP22においてシャッタ611を開く。
実施例の動作について説明する。まず、CPU64はステッ
プSP21において、ｋ＝１に設定する。このｋはサンプル
送光光路801ないし80nに設けられているシャッタ611な
いし61nのいずれかを指定するための定数である。CPU64
が定数をｋ＝１に設定したことに応じて、シャッタ駆動
回路69はステップSP22においてシャッタ611を開く。
次に、CPU64はステップSP23においてｉ＝１に設定す
る。このｉは波長λ１の超短光パルスの発生を指定する
ものである。CPU64によってｉ＝１に設定されたことに
応じて、光源駆動部63はステップSP24において光源621
から波長λ１の超短光パルスを発生させる。したがっ
て、光源621から発生された波長λ１の超短光パルスは
光分岐部85によってサンプル送光光路801と参照光路79
とに分岐され、シャッタ611を介してスキャナ部51に送
られる。
る。このｉは波長λ１の超短光パルスの発生を指定する
ものである。CPU64によってｉ＝１に設定されたことに
応じて、光源駆動部63はステップSP24において光源621
から波長λ１の超短光パルスを発生させる。したがっ
て、光源621から発生された波長λ１の超短光パルスは
光分岐部85によってサンプル送光光路801と参照光路79
とに分岐され、シャッタ611を介してスキャナ部51に送
られる。
スキャナ部51では、セル511から第９図に示すよう
に、サンプル光が所定の開口角度θを有して生体器管に
照射される。生体器管を通過したサンプル光パルスはた
とえば51m1によって受光される。
に、サンプル光が所定の開口角度θを有して生体器管に
照射される。生体器管を通過したサンプル光パルスはた
とえば51m1によって受光される。
一方、CPU64はステップSP25において、ｌ＝１に設定
する。この定数ｌはサンプル受光光路811ないし81nに設
けられているシャッタ821ないし82nのいずれを開くかを
指定するものである。シャッタ駆動回路70はCPU64によ
ってｌ＝１に設定されたことに応じて、ステップSP26に
おいて該当するシャッタを開く。それによって、スキャ
ナ部51のたとえばセル51m1によって受光されたサンプル
光パルスは対応するサンプル受光光路を介してレンズ75
で集光される。
する。この定数ｌはサンプル受光光路811ないし81nに設
けられているシャッタ821ないし82nのいずれを開くかを
指定するものである。シャッタ駆動回路70はCPU64によ
ってｌ＝１に設定されたことに応じて、ステップSP26に
おいて該当するシャッタを開く。それによって、スキャ
ナ部51のたとえばセル51m1によって受光されたサンプル
光パルスは対応するサンプル受光光路を介してレンズ75
で集光される。
このとき、CPU64はステップSP27において、遅延光路7
8による参照光パルスの遅延時間τを設定する。そし
て、参照光パルスは、参照光路79および遅延回路78を介
してレンズ75に到達する。
8による参照光パルスの遅延時間τを設定する。そし
て、参照光パルスは、参照光路79および遅延回路78を介
してレンズ75に到達する。
さらに、レンズ75によって参照光パルスとサンプル光
パルスが集光されて光学結晶74に入射される。そして、
光学結晶74によって第２高調波が発生され、その第２高
調波はフィルタ73を介して光電子増倍管72に入力され
る。フォトン計数装置71は光電子増倍管72の出力に基づ
いて、フォトンを計数して、その計数出力をCPU64に与
える。CPU64はステップSP28において、前述の説明と同
様にして、フォトン計数装置71の出力に基づいて、Ｓ
（τ）を演算し、その演算結果をRAM66に記憶させる。
さらに、CPU64は遅延時間τを変化させ、上述の説明と
同様にＳ（τ）を演算し、その演算結果をRAM66に記憶
させる。ここで、CPU64はステップSP29において、Ｓ
（τ）がSoになったか否かを判別し、Soでなければ、上
述のステップSP27ないしSP29を繰返す。Ｓ（τ）がSoに
なったかどうかは、τを変化させたときのＳ（τ）の変
化により判断される。たとえば、τを変化させ、Ｓ
（τ）が光きくなれば、その方向にτを変化させてい
き、Ｓ（τ）が減少した直前でSoになったと判断され
る。
パルスが集光されて光学結晶74に入射される。そして、
光学結晶74によって第２高調波が発生され、その第２高
調波はフィルタ73を介して光電子増倍管72に入力され
る。フォトン計数装置71は光電子増倍管72の出力に基づ
いて、フォトンを計数して、その計数出力をCPU64に与
える。CPU64はステップSP28において、前述の説明と同
様にして、フォトン計数装置71の出力に基づいて、Ｓ
（τ）を演算し、その演算結果をRAM66に記憶させる。
さらに、CPU64は遅延時間τを変化させ、上述の説明と
同様にＳ（τ）を演算し、その演算結果をRAM66に記憶
させる。ここで、CPU64はステップSP29において、Ｓ
（τ）がSoになったか否かを判別し、Soでなければ、上
述のステップSP27ないしSP29を繰返す。Ｓ（τ）がSoに
なったかどうかは、τを変化させたときのＳ（τ）の変
化により判断される。たとえば、τを変化させ、Ｓ
（τ）が光きくなれば、その方向にτを変化させてい
き、Ｓ（τ）が減少した直前でSoになったと判断され
る。
CPU64はＳ（τ）がS0になったことを判別すると、ス
テップSP30において、So1（1,m1）をRAM66に記憶させ
る。さらに、CPU64はステップSP31において、ｌを＋１
に設定する。これは、スキャナ部51のセル51m1に隣接す
るセル51m2によってサンプル光パルスを受光するためで
ある。CPU64はステップSP32において、ｌ＝ｎ＋１であ
るか否かを判別する。これは、サンプル受光光路811な
いし81nのそれぞれのシャッタを順次開き終わったか否
かを判別するためである。CPU64はｌ＝ｎ＋１でなけれ
ば、ステップSP26においてスキャナ部51のセル51m2に対
応するシャッタを開く。この動作を繰返すことによっ
て、波長λ１のサンプル光パルスが生体器管に照射さ
れ、スキャナ部51の各セルによって受光されたサンプル
光パルスが順次光学結晶74に導かれ、フォトン計数装置
71によってSo1（1,m2）,So1（1,m3）…So1（1,n）が記
憶される。
テップSP30において、So1（1,m1）をRAM66に記憶させ
る。さらに、CPU64はステップSP31において、ｌを＋１
に設定する。これは、スキャナ部51のセル51m1に隣接す
るセル51m2によってサンプル光パルスを受光するためで
ある。CPU64はステップSP32において、ｌ＝ｎ＋１であ
るか否かを判別する。これは、サンプル受光光路811な
いし81nのそれぞれのシャッタを順次開き終わったか否
かを判別するためである。CPU64はｌ＝ｎ＋１でなけれ
ば、ステップSP26においてスキャナ部51のセル51m2に対
応するシャッタを開く。この動作を繰返すことによっ
て、波長λ１のサンプル光パルスが生体器管に照射さ
れ、スキャナ部51の各セルによって受光されたサンプル
光パルスが順次光学結晶74に導かれ、フォトン計数装置
71によってSo1（1,m2）,So1（1,m3）…So1（1,n）が記
憶される。
次に、CPU64は次に波長λ２の超短光パルスを発生さ
せるために、ステップSP33においてｉを＋１し、ステッ
プSP34においてｉが４になったか否かを判別する。ｉが
４でなければ、ステップSP24において、光源622から波
長λ２の超短光パルスが発生される。そして、上述の説
明と同様にして、ステップSP25ないしSP33の動作を繰返
し、So2（1,m1）,So2（1,m2）…So2（1,n）が得られ
る。
せるために、ステップSP33においてｉを＋１し、ステッ
プSP34においてｉが４になったか否かを判別する。ｉが
４でなければ、ステップSP24において、光源622から波
長λ２の超短光パルスが発生される。そして、上述の説
明と同様にして、ステップSP25ないしSP33の動作を繰返
し、So2（1,m1）,So2（1,m2）…So2（1,n）が得られ
る。
CPU64は波長λ２について、ステップSP24ないしSP34
の動作を繰返し、ｉをさらに＋１して波長λ３について
ステップSP24ないしSP34の動作を繰返す。そして、CPU6
4はステップSP34において、ｉ＝４になったことを判別
すると、サンプル送光光路802に設けられているシャフ
ト612を開くために、ステップSP35においてｋ＝＋１と
する。CPU64はステップSP36においてｋ＝ｎ＋１になっ
たか否かを判別する。これはすべてのシャッタ611ない
し61nを順次開いたかどうかを判別するためである。CPU
64はｋ＝ｎ＋１でなければステップSP22ないしSP34の動
作を繰返し、λ１ないしλ３の各超短光パルスに基づい
て、Soi（k,l）（ｉ＝1,2,3、k,l＝１〜ｎ）をRAM66に
記憶させる。そして、CPU64はステップSP36においてｋ
＝ｎ＋１になったことを判別すると、ステップSP37にお
いて、血液中のヘモグロビン量や酸素飽和度やCytaa3を
求めるアルゴリズムに従って、データ処理し、脳内のヘ
モグロビン量，酸素飽和度やCytaa3の断層像を得て、ス
テップSP38においてその結果を表示装置67に表示させる
とともに、ステップSP39においてプリンタ68によって印
字させる。
の動作を繰返し、ｉをさらに＋１して波長λ３について
ステップSP24ないしSP34の動作を繰返す。そして、CPU6
4はステップSP34において、ｉ＝４になったことを判別
すると、サンプル送光光路802に設けられているシャフ
ト612を開くために、ステップSP35においてｋ＝＋１と
する。CPU64はステップSP36においてｋ＝ｎ＋１になっ
たか否かを判別する。これはすべてのシャッタ611ない
し61nを順次開いたかどうかを判別するためである。CPU
64はｋ＝ｎ＋１でなければステップSP22ないしSP34の動
作を繰返し、λ１ないしλ３の各超短光パルスに基づい
て、Soi（k,l）（ｉ＝1,2,3、k,l＝１〜ｎ）をRAM66に
記憶させる。そして、CPU64はステップSP36においてｋ
＝ｎ＋１になったことを判別すると、ステップSP37にお
いて、血液中のヘモグロビン量や酸素飽和度やCytaa3を
求めるアルゴリズムに従って、データ処理し、脳内のヘ
モグロビン量，酸素飽和度やCytaa3の断層像を得て、ス
テップSP38においてその結果を表示装置67に表示させる
とともに、ステップSP39においてプリンタ68によって印
字させる。
なお、上述の実施例は、特に人体の頭部を被検体とす
るようにしたが、被検体はこのような人体の頭部に限定
されるものではない。すなわち、スキャナ部51の形状を
被検体に応じて、適宜変更すれば、その被検体に応じて
酸素飽和度等を測定することができる。
るようにしたが、被検体はこのような人体の頭部に限定
されるものではない。すなわち、スキャナ部51の形状を
被検体に応じて、適宜変更すれば、その被検体に応じて
酸素飽和度等を測定することができる。
さらに測定パラメータは脳血内の酸素飽和度などに限
定されることなく、光の吸光度を測定することにより得
られる生体情報であれば他のパラメータであってもよ
い。
定されることなく、光の吸光度を測定することにより得
られる生体情報であれば他のパラメータであってもよ
い。
なお、この第６図に示した実施例では、光パルスとし
て３つの波長λ1,λ２およびλ３をそれぞれ発生させる
ようにしたが、３つの波長以上であってもよい。もちろ
ん、この波長λ1,λ２およびλ３は700〜1300nmの生体
透過性が良く、ヘモグロビンやCytaa3の動態をとらえ得
る波長である。
て３つの波長λ1,λ２およびλ３をそれぞれ発生させる
ようにしたが、３つの波長以上であってもよい。もちろ
ん、この波長λ1,λ２およびλ３は700〜1300nmの生体
透過性が良く、ヘモグロビンやCytaa3の動態をとらえ得
る波長である。
［発明の効果］ 以上のように、この発明によれば、波長の異なるサン
プル光パルスをスキャナ部から生体に照射し、生体を通
過したサンプル光パルスと参照光パルスを集光して液晶
に入射させて第２高調波を発生させ、その第２高周波に
基づいてフォトンを計数し、フォトン平均値を求めるよ
うにしたので、透過光中の生体中での散乱成分を除去で
き、入射光軸上の直進成分のみを検出できる。それによ
って、生体内中の特定の軸上での生体代謝動態を示す断
層像をモニタすることができる。また、高繰返し超短光
パルスを利用しているため、透過光量の検出感度を向上
させることも十分に可能であり、感度も簡単に変化でき
るため操作性が良好になる。
プル光パルスをスキャナ部から生体に照射し、生体を通
過したサンプル光パルスと参照光パルスを集光して液晶
に入射させて第２高調波を発生させ、その第２高周波に
基づいてフォトンを計数し、フォトン平均値を求めるよ
うにしたので、透過光中の生体中での散乱成分を除去で
き、入射光軸上の直進成分のみを検出できる。それによ
って、生体内中の特定の軸上での生体代謝動態を示す断
層像をモニタすることができる。また、高繰返し超短光
パルスを利用しているため、透過光量の検出感度を向上
させることも十分に可能であり、感度も簡単に変化でき
るため操作性が良好になる。
第１図はこの発明の原理を示す図である。第２図は第１
図に示した光CT装置に与えられる超短光パルスの一例を
示す図である。第３図は参照光パルスと生体透過光パル
スとこれらのパルスの第２高調波を示す波形図である。
第４図は第２高調波の遅延時間に対する曲線Ｓ（τ）の
測定を説明するための波形図である。第５図は第１図に
示したフォトン計数装置によってＳ（τ）を求める動作
を説明するための波形図である。第６図はこの発明の一
実施例の概略ブロック図である。第７図は人体の頭部に
スキャナ部を装着した状態を示す図である。第８図はス
キャナ部の要部断面図である。第９図はスキャナ部で照
射されるサンプル光パルスを説明するための図である。
第10図はこの発明の一実施例の具体的な動作を説明する
ためのフロー図である。第11図は従来の体内器官におけ
る代謝作用を測定するための装置の構成を示す図であ
る。第12図および第13図は従来の測定装置において検出
される光の光路を示す図である。 図において、63は光源駆動部、64はCPU、65はROM、66は
RAM、67は表示装置、68はプリンタ、69,70はシャッタ駆
動回路、71はフォトン計数装置、72は光電子増倍管、73
はフィルタ、74は非線形光学結晶、75はレンズ、78は遅
延光路、79は参照光路、75は光分岐部、611ないし61n,8
21ないし82nはシャッタ、801ないし80nはサンプル送光
光路、811ないし81nはサンプル受光光路、51はスキャナ
部を示す。
図に示した光CT装置に与えられる超短光パルスの一例を
示す図である。第３図は参照光パルスと生体透過光パル
スとこれらのパルスの第２高調波を示す波形図である。
第４図は第２高調波の遅延時間に対する曲線Ｓ（τ）の
測定を説明するための波形図である。第５図は第１図に
示したフォトン計数装置によってＳ（τ）を求める動作
を説明するための波形図である。第６図はこの発明の一
実施例の概略ブロック図である。第７図は人体の頭部に
スキャナ部を装着した状態を示す図である。第８図はス
キャナ部の要部断面図である。第９図はスキャナ部で照
射されるサンプル光パルスを説明するための図である。
第10図はこの発明の一実施例の具体的な動作を説明する
ためのフロー図である。第11図は従来の体内器官におけ
る代謝作用を測定するための装置の構成を示す図であ
る。第12図および第13図は従来の測定装置において検出
される光の光路を示す図である。 図において、63は光源駆動部、64はCPU、65はROM、66は
RAM、67は表示装置、68はプリンタ、69,70はシャッタ駆
動回路、71はフォトン計数装置、72は光電子増倍管、73
はフィルタ、74は非線形光学結晶、75はレンズ、78は遅
延光路、79は参照光路、75は光分岐部、611ないし61n,8
21ないし82nはシャッタ、801ないし80nはサンプル送光
光路、811ないし81nはサンプル受光光路、51はスキャナ
部を示す。
Claims (7)
- 【請求項１】被検者の生体の代謝動態を測定する光CT装
置であって、 複数の波長の高繰返し超短光パルスを発生する光源、 前記光源から発生された超短光パルスを参照光パルスと
サンプル光パルスとに分岐する光分岐手段、 前記光分岐手段によって分岐された参照光パルスを導光
する参照光路、 前記被検者の生体を囲むようにリング状に形成され、か
つその内周に沿って所定の間隔で区切られた複数のセル
が設けられたスキャナ部と、 それぞれの一端が前記スキャナ部の各セル内で前記生体
に対向するように設けられ、それぞれの他端に前記光分
岐手段によって分岐されたサンプル光パルスが与えられ
る複数のサンプル送光光路、 それぞれの一端が前記スキャナ部の各セル内で前記生体
に対向するように設けられ、それぞれの他端から前記生
体を通過したサンプル光パルスを導くためのサンプル受
光光路、 前記参照光路と前記サンプル送光光路と前記サンプル受
光光路のいずれか１つの光路における光パルスを可変的
に遅延させることが可能な遅延手段、 前記参照光路を導光してきた参照光パルスと前記サンプ
ル受光光路を通過してきたサンプル光パルスを集光する
集光手段、 前記集光手段によって集光された光パルスに基づいて、
第２高調波を発生する結晶、 前記結晶から発生された第２高調波を検出する第２高調
波検出手段、および 前記セルの第ｋ番目のセルに対応するサンプル送光光路
から第ｉ番目の波長の超短光パルスを前記スキャナ部内
にある該生体に照射させ、前記セルの第ｌ番目のセルに
対応するサンプル受光光路によって受光されたサンプル
光パルスの前記参照光パルスを前記集光手段により集光
させ、集光された光パルスに基づく前記第２高調波検出
手段出力のフォトンを計数し、その計数値を所定の数だ
け平均して平均値を求めることを、前記遅延手段により
サンプル光パルスもしくは参照光パルスのいずれか一方
の遅延量を変化させながら行ない、求められた各遅延時
間における平均値の最大値であるSoi（k,l）（ただし、
k,l,i＝1,2…ｎ）を記憶し、この最大値Soi（k,l）に基
づいて、前記生体内の代謝動態の断層像を演算して出力
する演算制御手段を備えた、光CT装置。 - 【請求項２】さらに、前記複数のサンプル送光光路のそ
れぞれに対応して設けられ、前記光分岐手段から与えら
れるサンプル光パルスを遮蔽するための第１の遮蔽手段
を含み、 前記演算制御手段はいずれか１つの第１の遮蔽手段を開
くための第ｉの遮蔽駆動手段を含む、特許請求の範囲第
１項記載の光CT装置。 - 【請求項３】前記複数のサンプル受光光路のそれぞれに
対応して設けられ、前記生体を通過したサンプル光パル
スを遮蔽するための第２の遮蔽手段を含み、 前記演算制御手段はいずれか１つの第２の遮蔽手段を開
くための第２の遮蔽駆動手段を含む、特許請求の範囲第
１項記載の光CT装置。 - 【請求項４】前記結晶と前記第２高調波検出手段との間
に設けられ、前記結晶から発生された第２高調波のみを
通過させるフィルタを含む、特許請求の範囲第１項記載
の光CT装置。 - 【請求項５】前記演算制御手段は、前記生体内の代謝動
態として、ヘモグロビンの酸素飽和度やヘモグロビン量
やCytaa3の酸化還元度を算出するようにした、特許請求
の範囲第１項記載の光CT装置。 - 【請求項６】さらに、前記演算制御手段によって算出さ
れた前記生体内の代謝動態を表示する表示手段を含む、
特許請求の範囲第５項記載の光CT装置。 - 【請求項７】さらに、前記演算制御手段によって算出さ
れた前記生体内の代謝動態を記録する記録手段を含む、
特許請求の範囲第５項記載の光CT装置。
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| DE3930632A1 (de) * | 1989-09-13 | 1991-03-14 | Steinbichler Hans | Verfahren zur direkten phasenmessung von strahlung, insbesondere lichtstrahlung, und vorrichtung zur durchfuehrung dieses verfahrens |
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1989
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